DE4212801A1 - Kuenstliches fuellungs- und prothesenmaterial - Google Patents

Kuenstliches fuellungs- und prothesenmaterial

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Sugio Otani
Sadakatsu Yanagisawa
Kunio Niijima
Kazusi Matuura
Hirosi Machino
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Mitsubishi Kasei Corp
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Niijima Kunio
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Description

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein künstliches Füllungs- und Prothesenmaterial, insbesondere auf ein künstliches Material zum Füllen abgebrochener Teile von Zähnen oder Knochen und zum Versehen dieser mit einer Prothese.
Es ist üblich, abgebrochene Teile von Zähnen oder Knochen zu füllen und/oder sie unter Verwendung eines künstlichen Materials mit einer Prothese zu versehen. Die bisher auf einen lebendigen Körper aufgebrachten künstlichen Materialien umfassen metallische Materialien, organische Materialien, anorganische Materialien und dergleichen. Jedoch gibt es dennoch einige Probleme im Hinblick auf Stärke, Sicherheit, Affinität zu einem lebendigen Körper und Adhäsion. Deshalb sind weitere Untersuchungen noch durchgeführt worden, mit dem Ziel, ein Material zur Verfügung zu stellen oder zu entwickeln, welches normalen Zähnen oder Knochen ähnlicher ist.
Wenn abgebrochene Teile von Zähnen oder Knochen unter Verwendung eines künstlichen Materials gefüllt oder mit einer Prothese versehen werden, ist es besonders wichtig, daß das künstliche Material fest an einem lebendigen Körper anhaftet. Auf diesem Gebiet ist die Verbesserung der Adhäsion ein übliches Ziel. Gegenwärtig weist diese Adhäsion einen solchen Grad auf, daß das künstliche Material sich stabil 2 bis 3 Monate, nachdem das künstliche Material eingebettet worden ist, am Gewebe festsetzt.
Bekannte Materialien zum Verbessern der Adhäsion sind bioaktive Materialien, wie beispielsweise Hydroxyapatit und Trikalziumphosphat.
Es wird angenommen, daß diese bioaktiven Materialien mit Apatit, hergestellt durch Osteoblasten, in einem lebendigen Körper integriert werden, so daß sie an normalen Knochen haften. Die bioaktiven Materialien sind jedoch hauptsächlich aus Keramikmaterialien, welche ungenügende Stärke aufweisen, hergestellt. Folglich weisen sie relativ geringe Stärke im Vergleich zu einem natürlichen Knochen auf, und ihre Stärke nimmt extrem ab, wenn ein Kratzer auf ihren Oberflächen erzeugt wird.
Andererseits sind bioinerte Materialien, wie metallische Materialien, Kohlenstoffmaterialien, Aluminiumoxid und Zirkoniumoxid, einem natürlichen Knochen im Hinblick auf Stärke überlegen. Jedoch sind sie bioaktiven Materialien in bezug auf Adhäsion an Knochengewebe unterlegen.
Demgemäß werden für eine Verbesserung derartiger Adhäsion beispielsweise die folgenden Vorgehensweisen vorgeschlagen: Ein Verfahren, bei dem Oberflächen eines künstlichen Materials mit Unebenheit versehen werden; und eines, bei dem eine poröse Strukturschicht auf den Oberflächen eines künstlichen Materials unter Bildung von Verbindungsgewebe, ähnlich zu dem eines lebendigen Körpers, angebracht wird, wodurch starke Adhäsion mittels einer Reaktion der porösen Schicht mit dem lebendigen Körper erzielt wird (JP-B-9 859/86).
Obwohl das bekannte bioaktive Material bzw. bioinerte Material eine spezifische Adhäsionswirkung im Hinblick auf einen lebendigen Körper aufweist, benötigen beide eine derartig lange Zeit, wie beispielsweise 2 bis 3 Monate, um die Adhäsion im wesentlichen zu beenden. Zusätzlich müssen diese künstlichen Materialien während dieser Zeitdauer frei von Bewegung gehalten werden. Wenn sie unzureichend frei von Bewegung gehalten werden, wird die für die Adhäsion benötigte Zeitdauer länger und die Adhäsion wird aufgrund des Auftretens von Entzündung unmöglich.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein künstliches Füllungs- und Prothesenmaterial hoher Qualität, das sich dazu eignet, innerhalb einer kürzeren Zeit anzuhaften, zur Verfügung zu stellen.
Eine weitere Aufgabe der Erfindung ist es, ein künstliches Füllungs- und Prothesenmaterial, das sich für eine starke Adhäsion eignet, zur Verfügung zu stellen.
Als Lösung haben die Erfinder festgestellt, daß, wenn die Substratoberflächen mit einer Kalziumphosphatverbindung zusammen mit einem wasserunlöslichen und bioabbaubaren Binderpolymer überzogen werden, die Adhäsion der sich ergebenden Materialien verbessert wird, und die für die Adhäsion erforderliche Zeit in einem großen Ausmaß verkürzt wird.
Die Erfindung bezieht sich deshalb auf ein künstliches Füllungs- und Prothesenmaterial, das dadurch gekennzeichnet ist, daß dessen Substratoberfläche mit einer Kalziumphosphatverbindung zusammen mit einem wasserunlöslichen und bioabbaubaren Binderpolymer überzogen ist.
Die vorliegende Erfindung wird nachfolgend detaillierter beschrieben.
Das bei der Erfindung zu verwendende Substrat kann aus irgendeinem der Grundmaterialien, die üblicherweise in diesem Bereich verwendet werden, ausgewählt werden. Somit gibt es keine Beschränkung im Hinblick auf diese Grundmaterialien. Das Substrat umfaßt üblicherweise kohlenstoffhaltige Materialien, wie beispielsweise verschiedene, durch Kohlenstoffaser verstärkte Kohlenstoffmaterialien, gesinterte Kohlenstoffmaterialien und glasartige Kohlenstoffmaterialien; Metalle, wie beispielsweise Platin, Titan, Tantal und Wolfram; und Keramikmaterialien, wie beispielsweise Aluminiumoxid, Zirkoniumoxid, Kalziumphosphat, Titanoxid und biologisches Glas. Vorzugsweise werden durch Kohlenstoffaser verstärkte Kohlenstoffmaterialien, Titan oder Aluminiumoxid verwendet, weil diese sowohl die Stärke des künstlichen Prothesenmaterials, wie auch dessen Affinität zu einem lebendigen Körper verbessern.
Falls das in einen lebendigen Körper einzubettende Substrat eine poröse Oberfläche aufweist, dringt Gewebe in die Poren in dem Substrat unter Bildung eines starken Verbindungsgewebes, welches bevorzugt ist. Darüber hinaus behalten die Poren in diesem Fall das wasserunlösliche und bioabbaubare Binderpolymer und die Kalziumphosphatverbindung, selbst wenn diese von der Substratoberfläche entfernt werden. Somit liefern diese beiden zurückbehaltenen Komponenten ihre gewünschten Wirkungen. Dadurch läßt sich das erfindungsgemäß Material leichter handhaben.
Es ist besonders bevorzugt, derartige poröse Materialien zu verwenden, daß Verbindungsgewebe verkalken und sich in knochenartiges Gewebe umwandeln kann. Spezifische Beispiele dieser porösen Materialien umfassen eine poröse Schicht aus Aluminiumoxid; und eine poröse Kohlenstoffschicht, gebildet durch Ablagern von thermisch zersetztem Kohlenstoff auf einem Vliesstoff (non-woven cloth) aus Kohlenstoffasern. Die poröse Schicht aus Aluminiumoxid ist beispielsweise in JU-B-34 731/81 beschrieben. Diese wird wie folgt hergestellt: Organische Bindemittel (beispielsweise sphärische Teilchen aus Polyvinylalkohol, Polyethylen oder dergleichen; oder zerkleinerte Fasern) werden unter Bildung eines Formteils zu Al2O3-Pulver hinzugegeben und anschließend wird bei Sinter- oder Quasisintertemperatur des Teils das organische Bindemittel von dem Teil abgebrannt und weiterhin wird unter Erhalt einer porösen Schicht mit offenen Poren das Teil gebrannt oder gesintert.
Das zu verwendende Verfahren zum Erhalt der porösen Kohlenstoffschicht ist insbesondere im Detail in beispielsweise JP-B-9 859/86 beschrieben. Dieses Verfahren ist das folgende: Gewebe, Vliesstoff, Filz oder Papier, wobei bei jedem relativ lange Kohlenstoffasern oder zerkleinerte Fäden unter Verwendung relativ kurzer Kohlenstoffasern verwendet werden, wird auf die Oberfläche eines Kernmaterials aufgebracht und fixiert. Der Kern ist ein Teil, welches eine derartige Stärke aufweist, daß diese Fasern es überdecken und sich auf ihm festsetzen können, und ist beispielsweise eines aus kohlenstoffhaltigen Materialien oder Metall, wie beispielsweise Ti oder Pt. Der Überzug wird, falls Gewebe, Vliesstoff, Filz oder Papier verwendet wird, auf geeignete Größe zugeschnitten und haftet an dem Kern, falls erforderlich, unter Verwendung eines organischen Adhäsivs. Darüber hinaus wird er gewünschtenfalls angepaßt, so daß er den Stoff, Papier und dergleichen auf dem Kern fest fixiert, indem lange Fasern darüber gewunden werden. Falls der zerschnittene Faden verwendet wird, haftet zunächst ein organisches Adhäsiv auf den gewünschten Teilen der Kernoberfläche, und daran anschließend haftet der zerschnittene Faden an diesen Teilen und ist darauf in einer derartigen Weise fixiert, daß der Faden auf der Oberfläche gesprenkelt vorliegt. Anschließend wird auf das erhaltene Teil unter Integration mit diesem Teil thermisch zersetzter Kohlenstoff niedergeschlagen oder abgelagert. Für die Ausbildung einer ausgezeichneten porösen Kohlenstoffschicht wird die Behandlung zum Niederschlagen des thermisch zersetzten Kohlenstoffes vorzugsweise in einer derartigen Weise durchgeführt, daß der thermisch zersetzte Kohlenstoff bei einer Temperatur von 600 bis 2300°C, vorzugsweise von 700 bis 1100°C, und in einem derartigen Zustand, daß ein negativer Temperaturgradient in Richtung von dem Inneren des Kernes zu dessen Oberfläche verläuft, abgesetzt wird.
Die poröse Kohlenstoffschicht hat üblicherweise die Struktur, daß zahlreiche Fasern überlappt sind, beispielsweise in zufälligen Richtungen und stark aneinander anhaften. Die Durchmesser der gebildeten Poren betragen nicht weniger als 100 µm, vorzugsweise nicht weniger als 200 µm in Nähe der Substratoberfläche. Vorzugsweise werden die Porenduchmesser zum Inneren des Substrates hin geringer, d. h. daß die poröse Schicht eine derartige Porenverteilung aufweist, daß das Porenverhältnis allmählich zum Inneren hin abnimmt.
Für die Herstellung des künstlichen Materials für ein Zahnimplantat wird vorzugsweise ein Teil des Substrates mit einer schraubenförmigen Struktur oder mit einem nicht kreisförmigen Querschnittsteil mit einer Struktur, die nicht schraubenförmig ist, versehen, um das Herausfallen des künstlichen Materials physisch zu vermeiden.
Wie zuvor beschrieben, ist die vorliegende Erfindung dadurch gekennzeichnet, daß die Substratoberfläche mit einer Kalziumphosphatverbindung zusammen mit einem wasserunlöslichen und bioabbaubaren Binderpolymer überzogen ist.
Die Kalziumphosphatverbindung ist ihrem Wesen nach jede Verbindung, die Ca und P enthält. Ein Teil ihrer chemischen Struktur kann durch andere Atome oder eine Atomgruppe substituiert sein. Beispiele der Kalziumphosphatverbindung umfassen Dikalziumphosphatanhydrid (CaHPO₄), Kalziumpyrophosphat (Ca₂P₂O₇), Brushit (CaHPO₄2H₂O), Trikalziumphosphat [Ca₃(PO₄)₂] und Hydroxyapatit [HAp: Ca₁₀ (PO₄)₆ (OH)₂]; Fluorapatit [FAp: Ca₁₀(PO₄)₆F₂, Francolit (carbonathaltiges FAp] und Dahllit (carbonathaltiges HAp). Wegen ihrer starken knocheninduzierenden Wirkung sind Trikalziumphosphat, Hydroxyapatit und eine Mischung davon besonders bevorzugt, aber es gibt keine Beschränkung auf diese Verbindungen.
Der knocheninduzierende Prozeß, der durch die Kalziumphosphatverbindung bewirkt wird, bedeutet der Prozeß, der das Wachstum des faserförmigen Gewebes auf der Substratoberfläche und dessen Umwandlung in knochenartiges Gewebe erleichtert.
Insbesondere, wenn die Substratoberfläche porös ist, trägt der Prozeß zur Ausbildung starker Adhäsion beträchtlich bei, weil der Prozeß unter Ausbildung einer Doppelnetzwerkstruktur, in der Gewebe und Fasern der porösen Materialien sich ineinander verflechten, fortschreitet.
Die Kalziumphosphatverbindung wird in einer Menge verwendet, die ausreichend ist, um den zuvor beschriebenen knocheninduzierenden Vorgang zu bewirken. Insbesondere ist es angemessen, eine Menge zu verwenden, die sich dazu eignet, eine Schicht von nicht weniger als 0,1 µm Dicke auf der Substratoberfläche zu bilden.
Wenn die Substratoberfläche porös ist, ist es angemessen, die Kalziumphosphatverbindung in zumindest einer solchen Menge zu verwenden, daß sich eine Schicht von nicht weniger als 0,1 µm Dicke auf der Porenoberfläche in der Nähe der Substratoberfläche ausbilden kann. Bevorzugter sollte die Kalziumphosphatverbindung in einer Dicke von nicht weniger als 0,1 µm sowohl auf der Oberfläche des Substrates wie auch auf der aller Poren im Inneren gebildet werden. Falls jedoch die Menge aufzubringender Kalziumphosphatverbindung so hoch ist, daß die Poren verstopft werden, könnte das Eindringen von Gewebe in die Poren nachteilig beeinflußt werden.
Das wasserunlösliche und bioabbaubare Binderpolymer ist eines mit Wasserunlöslichkeit, Bindungsfähigkeit und Bioabbaubarkeit.
Als wasserunlösliches und bioabbaubares Binderpolymer kann jedes bekannte bioabbaubare Polymer verwendet werden. Beispiele für das bioabbaubare Polymer umfassen Poly(3-hydroxybutyrat-4-hydroxybutyrat), Poly-3-hydroxybutyrat, Poly(3-hydroxy-butyrat-3-hydroxyvalerat), Polymilchsäure, Polycaprolacton, Polyethylenadipinat, Polybutylenadipinat und Polyhydroxyalkanoat (polyhydroxyalkanoate).
Insbesondere Polyhydroxybutyrat (PHB), Polymilchsäure, Polycaprolacton und Polyhydroxyalkanoat sind besonders bevorzugt, weil sie leicht in einem organischen Lösungsmittel, wie beispielsweise Chloroform, löslich sind, und weil sie in Wasser unlöslich sind. Sie können leicht an der Substratoberfläche anhaften, indem sie darauf aufgebracht werden, nachdem sie in dem organischen Lösungsmittel gelöst worden sind. Falls das Binderpolymer wasserlöslich ist, löst es sich in Körperflüssigkeit. Folglich wird die Kalziumphosphatverbindung von der Substratoberfläche entfernt und derartige gewünschte Wirkungen, wie der knocheninduzierende Prozeß, werden nicht vollendet. Im Unterschied hierzu gibt es im Hinblick auf PHB, Polymilchsäure und dergleichen keine derartigen Befürchtungen.
Das wasserunlösliche und bioabbaubare Binderpolymer wird vorzugsweise in einer derartigen Menge verwendet, die ausreichend ist, um die Kalziumphosphat-Verbindungsteilchen aneinander zu binden und um die Kalziumphosphat-Verbindungsteilchen an das Substrat zu binden, und die aufgrund des vollständigen Überziehens der Oberfläche der Kalziumphosphatverbindung dazu geeignet ist, die knocheninduzierende Wirkung nicht zu vernichten. Genauer ausgedrückt, das wasserunlösliche und bioabbaubare Binderpolymer wird in einer Menge von 2 bis 50 Gew.%, vorzugsweise 5 bis 30 Gew.%, der Kalziumphosphatverbindung verwendet.
Das Verwenden des wasserunlöslichen und bioabbaubaren Binderpolymeren gemäß der Erfindung läßt es zu, daß die Anhaftungszeit kürzer ist, im Vergleich zu dem Fall, bei dem nur die Kalziumphosphatverbindung verwendet wird. Dieses kann darauf beruhen, daß das wasserunlösliche und bioabbaubare Binderpolymer sich aufgrund der Zersetzung und Absorption des Binderpolymeren in einem lebendigen Körper unverzüglich in Gewebe umwandelt.
Es gibt keinerlei Einschränkung im Hinblick auf das Verfahren zum Überziehen der Substratoberfläche mit der Kalziumphosphatverbindung zusammen mit dem wasserunlöslichen und bioabbaubaren Binderpolymeren. Jedoch ist das folgende Verfahren frei davon, von dem Oberflächenzustand des Substrates beeinflußt zu werden, so daß es leicht und effizient ist: Das Verfahren, bei dem eine Aufschlämmung, in der die Kalziumphosphatverbindung in einer bestimmten Lösung dispergiert ist (d. h. die Lösung enthält das wasserunlösliche und bioabbaubare Binderpolymer, gelöst in einem geeigneten Lösungsmittel) auf die Substratoberfläche mit Hilfe von Tauchüberziehen, Sprühüberziehen oder dergleichen aufgetragen wird.
Wenn die Substratoberfläche porös ist, wird vorzugsweise das Verfahren, bei dem die zuvor genannte Aufschlämmung durch Tauchüberziehen aufgetragen wird, verwendet. Dieses geschieht, weil nur das Lösungsmittel nach der Imprägnierung der Poren mit der Aufschlämmung verdampft wird, so daß sogar das Innere der Poren ohne Verlust der Substratporösität überzogen werden kann. Darüber hinaus ist es bevorzugter, von dem Vakuumimprägnierungsverfahren Gebrauch zu machen, bei dem das Substrat in einen Behälter gelegt wird, die Luft oder dergleichen aus den Poren des Substrates entfernt werden, indem der Druck darin verringert wird, und wobei anschließend das Substrat bei Umgebungsdruck oder einem hohen Druck imprägniert wird.
Bei dieser Erfindung sind die Komponenten zum Überziehen der Substratoberfläche nicht auf die Kalziumphosphatverbindung und das wasserunlösliche und bioabbaubare Binderpolymer beschränkt. Andere Komponenten können erforderlichenfalls hinzugefügt werden.
Beispielseise ist es bei der Herstellung einer Überzugsaufschlämmung angemessen, Dispergiermittel, wie beispielsweise einen aliphatischen Säureester von Glukose, Glyzerinmonostearat (MSG), Sorbitansesquioleat und dergleichen, falls erforderlich, zu verwenden, um ungleichmäßigen Überzug der Kalziumphosphatverbindungen oder das Verstopfen der Oberflächenporen durch aggregierte Klümpchen zu vermeiden.
Bei der gleichen Herstellungsmethode ist die Reihenfolge des Mischens von Bindemittel und Dispergiermittel wichtig, weil sie einen Einfluß auf die Dispergierbarkeit der Kalziumphosphatverbindung ausübt. Ein Teil des Dispergiermediums, in dem die Kalziumphosphatverbindung und das Dispergiermittel gelöst sind, wird einer Dispergier- und Zerkleinerungsbehandlung für eine vorbestimmte Zeitdauer in einem Dispergierbehälter unterworfen. Anschließend wird dazu ein weiteres Dispergiermedium, in dem das Bindemittel gelöst ist, hinzugegeben, und es wird erneut eine Dispergier- und Zerkleinerungsbehandlung durchgeführt. Eine übliche Kugelmühle, vibrierende Kugelmühle, Farbschüttler (paint shaker) oder dergleichen werden für die Dispergier- und Zerkleinerungsbehandlung verwendet.
Falls das Substrat beispielsweise aus der porösen Schicht hergestellt ist, wird die poröse Schicht mit einer dispergierten Aufschlämmung, wie zuvor beschrieben, imprägniert, Genauer ausgedrückt heißt das, um das Innere der porösen Schicht mit einer Aufschlämmung zu imprägnieren, ist es passend, die Aufschlämmung in das Substrat einzubringen, nachdem der Druck um das Substrat herum verringert worden ist, und anschließend den Druck auf Umgebungsdruck nach einer vorbestimmten Zeitdauer anzuheben.
Im nachfolgenden wird die vorliegende Erfindung detaillierter unter Bezugnahme auf die Beispiele beschrieben. Jedoch ist die Erfindung nicht auf diese Beispiele beschränkt, vorausgesetzt, daß Umfang und Wesen der Erfindung nicht überschritten werden.
Beispiel 1
Ein Kernmaterial aus Titan, welches aus einem riegelförmigen Kopfteil von 3,2 mm Durchmesser und 1,5 mm Länge mit einem darunter befindlichen riegelförmigen Beinteil von 1,9 mm Durchmesser und 9,5 mm Länge zusammengesetzt war, wurde zur Verfügung gestellt. Ein Filz aus Kohlenstoffasern wurde bis zu einer Dicke von 5 mm um das Beinteil gewunden. Diese Probe wurde in einem Reaktionsgefäß mittels Hochfrequenzerwärmung auf eine Temperatur von 700°C erhitzt, anschließend wurde Dichlorethylendampf in das Innere des Reaktionsgefäßes unter Verwendung von Argongas als Trägergas eingeführt, um thermisch zersetzten Kohlenstoff zu erzeugen. Nach 1stündiger Reaktion wurde ein Material erhalten, bei dem das Titankernmaterial mit den Kohlenstoffasern durch den thermisch zersetzten Kohlenstoff kombiniert und integriert war. Dieses Material hatte auch eine poröse Strukturschicht mit offenen Poren auf seiner Oberfläche. Durch Einstellen des Oberflächenzustandes dieses Materials unter Verwendung eines Zerkleinerers (grinder) für Feinverarbeitung wurde ein Substrat erhalten, bei dem ein Titankopfteil von 3,2 mm Durchmesser und 11,6 mm Länge, eine poröse Kohlenstoffstrukturschicht mit offenen Poren auf seiner Oberfläche aufwies.
2 g Hydroxyapatit (HAP) mit einem Durchschnittsdurchmesser von 2 µm, 0,1 g Glyzerinmonostearat (MSG), 40 g Chloroform, 0,4 g Polyhydroxybutyrat (PHB) und 57,5 g Chloroform wurden zusammen mit 70 g Dispergierkugeln in einen Container gefüllt, dessen Volumen 140 ml betrug, und einer Farbschüttlerbehandlung (paint shaker treatment) 6 Stunden ausgesetzt. Nach Dispergieren von HAP in Chloroform wurde eine aus HAP 2/MSG 0,1/PHB 0,4/Chloroform 97,5 (jeweils Gew%) bestehende Aufschlämmung erhalten.
Das zuvor genannte Substrat mit der porösen Kohlenstoffschicht wurde mit der Aufschlämmung vakuumimprägniert und anschließend unter Erhalt eines mit HAP überzogenen künstlichen Füllungs- und Prothesenmaterials getrocknet. Bei Beobachtung der Oberfläche und des Inneren der Poren dieses Füllungs- und Prothesenmaterials unter Verwendung eines Rasterelektronenmikroskops (SEM), wurde festgestellt, daß sich eine HAP-Schicht mit einer Dicke von ca. 2 µm in der Nähe der Oberfläche und mit einer Dicke von 0,1 µm im Inneren gebildet hatte und nicht die Poren verstopfte.
Außerdem wurde das Füllungs- und Prothesenmaterial in einen Oberschenkelknochen eines japanischen Affen eingebettet. Der Affe wurde nach einer bestimmten Zeit getötet, und der Oberschenkelknochen wurde herausgenommen, um die Scherhaftungsstärke (shear attachment strength) zwischen dem Oberschenkelknochen und dem Füllungs- und Prothesenmaterial unter Verwendung des Analysengerätes "TCM5000A" für mechanische Eigenschaft, hergestellt von Mineba Co., zu messen. Die Ergebnisse sind in Tabelle 1 aufgeführt.
Vergleichsbeispiel 1
Ein Experiment wurde wie in Beispiel 1 durchgeführt, jedoch mit der Ausnahme, daß ein auf die gleiche Weise wie in Beispiel 1 hergestelltes Substrat, welches nicht mit HAP überzogen war, in einen Oberschenkelknochen eines japanischen Affen eingebettet wurde. Die Ergebnisse sind in Tabelle 1 dargestellt.
Vergleichsbeispiel 2
Ein Material wurde hergestellt, und die Scherhaftungsstärke wurde wie in Beispiel 1 gemessen, jedoch mit der Ausnahme, daß eine nicht bioabbaubare Polymercarboxymethylzellulose anstelle von Polyhydroxybutyrat verwendet wurde, und daß eine Aufschlämmung mit einer Zusammensetzung aus HAP 10/Natriumcarboxymethylzellulose 0,2/Wasser 89,9 (jeweils Gew.%) als mit der das Substrat zu imprägnierende Aufschlämmung verwendet wurde. Die Ergebnisse sind in Tabelle 1 aufgeführt.
Tabelle 1
Scherstärke (japanischer Affen-Oberschenkelknochen)
Das künstliche Füllungs- und Prothesenmaterial gemäß der Erfindung eignet sich dazu, stärker und innerhalb einer kürzeren Zeitdauer an lebendigen Körpern anzuhaften als konventionelle Füllungs- und Prothesenmaterialien und kann leicht hergestellt werden, so daß es viele industrielle Vorteile bietet.

Claims (9)

1. Künstliches Füllungs- und Prothesenmaterial, dadurch gekennzeichnet, daß die Substratoberfläche mit einer Kalziumphosphatverbindung zusammen mit einem wasserunlöslichen und bioabbaubaren Binderpolymer überzogen ist.
2. Künstliches Füllungs- und Prothesenmaterial nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das wasserunlösliche und bioabbaubare Binderpolymer mindestens eines der Polymeren aus Poly(3-hydroxybutyrat-4-hydroxybutyrat), Poly-3-hydroxybutyrat, Poly(3-hydroxybutyrat-3-hydroxyvalerat), Polymilchsäure, Polyglykolsäure, Polycaprolacton, Polyethylenadipinat, Polybutylenadipinat und Polyhydroxyalkanoat enthält.
3. Künstliches Füllungs- und Prothesenmaterial nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das wasserunlösliche und bioabbaubare Binderpolymer mindestens Polyhydroxybutyrat oder Polymilchsäure enthält.
4. Künstliches Füllungs- und Prothesenmaterial nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das wasserunlösliche und bioabbaubare Binderpolymer in einer Menge von 2 bis 50 Gew.% bezogen auf die Kalziumphosphatverbindung verwendet wird.
5. Künstliches Füllungs- und Prothesenmaterial nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet Daß das wasserunlösliche und bioabbaubare Binderpolymer in einer Menge von 5 bis 30 Gew.%, bezogen auf die Kalziumphosphatverbindung verwendet wird.
6. Künstliches Füllungs- und Prothesenmaterial nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Kalziumphosphatverbindung mindestens eine Verbindung aus sekundärem Kalziumphosphatanhydrid (CaHPO₄), Kalziumpyrophosphat (Ca₂P₂O₇), Brushit (CaHPO₄ · 2 H₂O), Trikalziumphosphat [Ca₃(PO₄)₂] und Hydroxyapatit [Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂] enthält.
7. Künstliches Füllungs- und Prothesenmaterial nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Kalziumphosphatverbindung mindestens Trikalziumphosphat [Ca₃(PO₄)₂] oder Hydroxyapatit [Ca₁₀(PO₄)₆(OH)₂] enthält.
8. Künstliches Füllungs- und Prothesenmaterial nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Substratoberfläche eine poröse Schicht ist.
9. Künstliches Füllungs- und Prothesenmaterial nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Substratoberfläche eine kohlenstoffhaltige poröse Schicht ist.
DE4212801A 1991-04-19 1992-04-16 Kuenstliches fuellungs- und prothesenmaterial Withdrawn DE4212801A1 (de)

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